JP4201876B2 - Component concentration determination method - Google Patents

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    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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    • G01N21/17Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/49Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid

Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する、例えばガス飽和、特に酸素飽和度を決定する技術に関する。 The present invention has been reflected by human tissue, or to determine the concentration of a component from the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue, to determine for example a gas saturation, particularly oxygen saturation technique on.
【0002】 [0002]
本発明による技術は、例えば酸素飽和度を測定し計算するのに有利に使用できる。 Technique according to the present invention can be advantageously used, for example, to the oxygen saturation measured calculations.
【0003】 [0003]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
酸素飽和度は、患者の状態を評価するのに臨床的に非常に適切なパラメータである。 Oxygen saturation is a clinically very relevant parameter to assess the patient's condition. 特に手術室では、血液の酸素飽和度は、患者の状態、その酸素の供給状態、および他の生理学的因子を示す。 In particular the operating room, the oxygen saturation of the blood shows the condition of the patient, the supply state of the oxygen, and other physiological factors.
【0004】 [0004]
患者の酸素飽和度の、非常に精密な値を得る一つの可能性は、血液試料を採取し、これを血液ガス分析器で分析することである。 The oxygen saturation of the patient, one possibility to obtain a very precise value, a blood sample was taken, which is to analyze blood gas analyzer. この方法は非常に精密であるが、侵入的方法であり、これを頻繁に行うことはできない。 This method is very precise, is invasive methods, can not be done frequently. すなわち、連続監視ができないということを意味する。 In other words, it means that can not be continuous monitoring. したがって、酸素飽和値の重要な変化を見落とすことがある。 Therefore, it may miss important changes in the oxygen saturation value. よって、この侵入的方法は患者を監視するのに好ましい方法ではないことが理解される。 Thus, the invasive method is understood that it is not a preferred method for monitoring a patient.
【0005】 [0005]
故に、酸素飽和度を非侵入的に測定することが非常に望まれる。 Therefore, it is highly desirable to measure oxygen saturation non-invasively. これはパルス酸素計測法といわれる方法により行うことができる。 This can be done by a method called pulse oximetry.
【0006】 [0006]
酸素計は通常、波長の異なる二つ以上の光源を備えている。 Oximeter usually comprises two or more different light sources wavelengths. 光は人間の身体に照射され、身体をから伝えられた光の強さ、または反射された光の強さが測定される。 Light is irradiated to the human body, the intensity of light transmitted from the body, or the intensity of the reflected light is measured. さらに一般的に言えば、「光」は可視スペクトル内の電磁波を意味するだけではない。 More generally, "light" is not only mean electromagnetic waves in the visible spectrum. 例えば、最も普通の酸素計は可視スペクトル内の一つの波長、および赤外スペクトル内の他の波長を使用している。 For example, the most common oximeters using other wavelengths of one wavelength, and the infrared spectrum in the visible spectrum. このような酸素計については、例えばS. Such oximeter, for example, S. Kaestle,F. Kaestle, F. Noller等がヒューレット・パッカード・ジャーナルの1997年2月号に、「パルス酸素計測法用センサのニューファミリー」という表題で説明している。 Etc., in February 1997 issue of the Hewlett-Packard Journal Noller, it is described in the title of "New family of sensors for pulse oximetry." 酸素飽和度測定の理論に関するさらなる詳細については、この主題に関する以前の出版物、例えば、米国特許第4,167,331号または欧州公開特許公報(A)第262778号に記されている。 For further details on the theory of oxygen saturation measurement, previous publications on this subject, for example, are described in U.S. Pat. No. 4,167,331 or European Patent Publication (A) No. 262,778. (後者の試料は理論の極めて完全に分析している。) (The latter samples are very thoroughly analyzed in theory.)
【0007】 [0007]
飽和値を得るには、4組セットの値が常に必要であり、これは二つの波長、例えば赤および赤外のそれぞれについて一対の値、(R 1 、IR 1 )および(R 2 、IR 2 )から構成されている。 To obtain a saturation value, it is always necessary values of 4 pairs set, which is two wavelengths, for example, a pair of values for each of the red and infrared, (R 1, IR 1) and (R 2, IR 2 and a). 通常、第1対の値は時刻1における原曲線試料として、第2対の値は時刻2における原曲線試料として用いられる。 Typically, the value of the first pair as raw curve samples at time 1, the value of the second pair is used as the raw curve samples at time 2. この動作の経過の根底にある仮定は、試料が時刻1と時刻2とで動脈血体積の変化により生ずるレベルの変化に関してだけ異なるということである。 Assumptions underlying course of this operation is only different in that it for the level change in caused by a change in arterial blood volume with sample the time 1 and time 2. 通常、拡張期プレス(Pleth)値(最大)は第1対の値として用いられ、収縮期プレス値(最小)は第2の試料として用いられる。 Usually, diastolic press (Pleth) value (maximum) is used as the value of the first pair, systolic press value (Min) is used as the second sample.
【0008】 [0008]
さらに一般的に言えば、任意の、例えばRおよびIRの対が共に信号的にふさわしければ、および値1および2の対の基礎を成すデータが動脈血の変化に関して異なるだけであれば、赤Rおよび赤外IRに対する複合値および/または平均値を使用することができる。 More generally, any, for example, if a pair of R and IR are the both signals manner Fusawashikere, and data underlying the pairs of values ​​1 and 2 is equal only differ with respect to changes in arterial blood, red R and for infrared IR can be used composite values ​​and / or average values.
【0009】 [0009]
2対の値の比(Ratio)を次のような式(1)を用いて計算することができる。 The ratio of the two pairs of values ​​(Ratio) can be calculated using Equation (1) as follows.
【0010】 [0010]
【数1】 [Number 1]
【0011】 [0011]
次に酸素飽和度(Sp02)をこの比に基づいて式(2)のような既知の方法で計算することができる。 It can then be calculated in a known manner, such as in equation (2) based on oxygen saturation and (Sp02) in this ratio.
【0012】 [0012]
【数2】 [Number 2]
【0013】 [0013]
上に記した方法では、電磁波の強さに基づいて得られた原信号、または前記原信号から得られた複合値もしくは平均値は、酸素飽和度を決定するための時間領域にあると考えられる。 In the method described above, the original signal is obtained based on the intensity of the electromagnetic wave or the composite value or an average value obtained from the original signal, it is considered to be the time domain for determining the oxygen saturation . しかしながら、妨害信号が存在し、有用信号および妨害信号が絶えず存在すれば、有用信号および妨害信号を時間領域で分離することは不可能である。 However, there is a disturbing signal, if any useful signal and interference signal constantly, it is impossible to separate the useful signals and interference signals in the time domain. 時間領域における最小二乗x/y法は通常常に歪められ、妨害がほぼS/N=1である強いものであれば、この方法はもはや役に立たない。 Least squares x / y method in the time domain is typically provided always distorted, as long as a strong interference is approximately S / N = 1, this method is not longer useful.
【0014】 [0014]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、例えば人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから、成分の少なくとも濃度を決定するのに用いられ、強い妨害が存在しても成分の濃度を確実に決定できる技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, for example, reflected by human tissue or at least from the electromagnetic wave strength of the two predetermined wavelengths transmitted through human tissue, to determine the concentration of at least components It used, and to provide a strong interference can be determined reliably concentration of components be present techniques.
【0015】 [0015]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
この目的は、特許請求の範囲に記載された請求項による技術によって達成される。 This object is achieved by a technique according to the claims set forth in the appended claims.
【0016】 [0016]
第1の形態によれば、本発明は、人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定方法を提供し、この方法は、 According to a first aspect, the present invention has been reflected by human tissue or component concentration determination method for determining at least the concentration of the components from the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue, provides, this method is,
受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換するステップと、 Converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the received,
前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定するステップと、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, temporally converted individually, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and the step,
前記第1および第2のスペクトル値から複素結合値(A k 、ratio k )を形成するステップと、 Said first and second complex binding value from the spectral values (A k, ratio k) forming a,
生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値を選択するステップと、 前記選択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して前記成分の前記濃度を計算するステップと、を備えている。 By evaluating the complex combined value in accordance with predetermined criteria for physiological relevance, selecting a combined value physiologically relevant, of the selected binding values ​​and frequency-related spectral values using one and a, and calculating the concentration of said component.
【0017】 [0017]
本発明の好適な実施形態によれば、成分の濃度を決定するために、少なくとも二つの所定波長として、赤領域にある電磁波および赤外領域にある電磁波を使用している。 According to a preferred embodiment of the present invention, in order to determine the concentration of the component, as at least two predetermined wavelengths, using an electromagnetic wave in the electromagnetic wave and infrared regions in the red region. これら波長で受取った時間によって変わる信号は好適に処理を受けて、周波数領域に時間的に個別な変換が行なわれる前に、記第1および第2の信号から時間によって変わるドリフトが除去される。 Signals vary with time received in these wavelengths undergoing suitably processed, before temporally discrete transform in the frequency domain is performed, a drift which varies with time from the serial first and second signals are removed. 続く時間的に個別な変換は、好適には適切な時間窓(time window)を用いてフーリエ変換により行なわれる。 Continued temporally discrete conversion is preferably carried out by Fourier transform using the appropriate time window (time window). 好適な実施形態によれば、生理学的に関連性のある結合(combinatorial)値の選択は、複素結合値の量スペクトルの最大値範囲に基づいて行なわれる。 According to a preferred embodiment, the selection of physiologically relevant binding (combinatorial) value is performed based on the maximum value range of the amount spectrum of the complex coupling values. 本発明の好適な実施形態によれば、脈拍数および潅流指数も、所定の結合値に基づき、または周波数的に関連するスペクトル値を用いて決定される。 According to a preferred embodiment of the present invention, pulse rate and perfusion index it is also determined by using the spectral values ​​based on a predetermined combined value, or frequency related.
【0018】 [0018]
以下に記す少なくとも二つの判定基準が、複素結合値の生理学的関連性に対する判定基準として用いられる。 At least two criteria described below are used as the criteria for the physiological relevance of the complex coupling values. 該判断基準には、最大値範囲の幅、最大値範囲内の最大値の周波数、最大値範囲内の全ての結合値の重力周波数、量スペクトル(amount spectrum)のさらに他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、最大値範囲内の最大値について得られた飽和値、前記最大値範囲内の前記最大値から決定された潅流指数、および前記最大値範囲内の重力周波数から決定された脈拍数、が含まれる。 The said criteria, said further relates other largest value range of the maximum value range of the width, the frequency of the maximum value in the maximum value range, the gravity frequency of all binding values ​​in the maximum value range, the amount spectrum (AMOUNT spectrum) the position of the maximum range, the maximum value maximum saturation value obtained for the range, perfusion index determined from said maximum value in said maximum value range, and pulse determined from the gravity frequency in said maximum value range number, are included.
【0019】 [0019]
本発明による方法のステップは、通常、循環的に繰り返され、数サイクルの途中で得られた飽和値をフィルタリング(filtering)および/または平均することができる。 Steps of the method according to the present invention is usually repeated cyclically, it can be middle resulting filtered saturation value (filtering) and / or the average number of cycles. 使用する所定の判定基準を特別に下記のものとすることができる。 It can be made specially below a predetermined criterion to be used. 該判断基準には、最大値範囲内の最大値の周波数の偏差、および/または潅流指数の偏差、および/または先行サイクルの途中で決定された基準値からの飽和値の偏差、が含まれる。 The said criteria, the deviation of the saturation value from the maximum value the maximum value of the frequency deviation in the range, and / or deviations of perfusion index and / or reference values ​​determined in the course of the preceding cycle, are included.
【0020】 [0020]
時間領域で信号をフィルタリングするステップと、それらを評価するステップと、赤および赤外に対して得られた信号を関係付けるステップと、を備えている公知のパルス酸素計法とは対照的に、本発明の基本的考え方は、信号を周波数変換し、変換したら直ちに変換した信号を「フィルタリング」し、評価し、関連付けて比を形成するようにする。 A step of filtering the signal in the time domain, the method of evaluating them, and the step of relating the signal obtained for red and infrared, in contrast to the known pulse oximeter method and a, the basic idea of ​​the present invention, the signal to frequency conversion, and "filtering" immediately converted signal After converting, evaluated, so as to form a specific associate. 周波数領域で考えると、動脈パルスの基本波および全ての調和波は、個別および共に正しい比を与える。 Given the frequency domain, the fundamental wave and all harmonic wave of the artery pulse gives individual and both correct ratio. 他の全ての周波数成分は、雑音であろうとまたは運動妨害であろうと、通常は血液パルスの「櫛形スペクトル」とは異なる。 All other frequency components, whether the or movement disturbance would noise, usually different from the "comb spectrum" of the blood pulse. 少なくとも、妨害を、各周波数成分に関して同一割合で見いだすことはできない。 At least, interfering with, it can not be found at the same rate for each frequency component.
【0021】 [0021]
成分の濃度、例えばガス飽和を、人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから決定するために用いるとき、本発明による方法は、潅流が高いときおよび潅流が低いときに確実な結果を与える。 The concentration of the components, for example, the gas saturation, reflected by human tissue, or when used to determine the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue, the method according to the present invention, perfusion when high and perfusion gives reliable results when low. 分析しようとする物体の運動により生ずる潅流および運動妨害、いわゆる運動人工生成物が低い信号の場合、経験的に精密な結果が非常に確実に得られる。 Perfusion and motion disturbances caused by the motion of the object to be analyzed, in the case of so-called motion artifact is low signal, empirically accurate results very be reliably obtained.
【0022】 [0022]
第2の形態によれば、本発明は、成分の少なくとも濃度、例えばガス飽和を人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから決定する方法を与え、この方法は、 According to a second aspect, the present invention is determined from at least the concentration, for example, a gas saturated reflected by human tissue or at least two electromagnetic wave intensity of a predetermined wavelength is transmitted through human tissue, the components how to give, this method is,
受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号に変換するステップと、 Converting the intensity of the electromagnetic signal to at least one first and one second electric signal which varies with time received,
前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第1および第2の信号の第1および第2のスペクトル値を決定するステップと、 A step wherein the first and second electrical signals to the frequency domain, temporally converted individually to determine the first and second spectral values ​​of the first and second signals,
生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記第1および第2のスペクトル値を評価することにより、生理学的に関連性のある第1および第2のスペクトル値を選択するステップと、 By evaluating the first and second spectral values ​​according to a predetermined criteria for physiological relevance, selecting a first and second spectral values ​​are physiologically relevant,
前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用して成分の濃度を計算するステップと、を備えている。 And a, and calculating the concentration of the component by using the first and second spectral values ​​said selected.
【0023】 [0023]
本発明は他に上述した方法を実行する装置を提供する。 The present invention provides an apparatus for performing the method described above to another.
【0024】 [0024]
また、本発明のさらに他の展開を特許請求の範囲の従属請求項に開示してある。 Further, still another development of the present invention are disclosed in the dependent claims.
【0025】 [0025]
以下に本発明の好適な実施形態を図面を参照して詳細に説明する。 The preferred embodiments with reference to the drawings of the present invention are described below.
【0026】 [0026]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
図1は、本発明による方法を実行するために用いられる酸素計の基本構造を示す。 Figure 1 shows the basic structure of an oximeter used to perform the method according to the invention. 酸素計は、少なくとも二つの所定波長の電磁波を送信および受信するセンサ装置10を備えている。 Oximeter has a sensor device 10 for transmitting and receiving electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths. 本発明の好適な実施形態では、可視赤スペクトルの一つの波長、および赤外スペクトルの他の波長を使用する。 In a preferred embodiment of the present invention uses a single wavelength, and another wavelength in the infrared spectrum of the visible red spectrum. センサ装置10の光電受信器により発生される信号は、線12により電流−電圧変換装置14に送られ、続いて、測定される強さのデジタル表現された値を発生するアナログ/デジタル変換器(A/D変換器)16に送られる。 Signal generated by the photoelectric receiver of the sensor device 10 by a line 12 a current - is sent to the voltage converter 14, subsequently, generates the measured intensity digital representation values ​​of the analog / digital converter ( are sent to the a / D converter) 16. このデジタル値は次にプログラム記憶装置20に制御されて動作するマイクロプロセッサ18に送られる。 The digital value is sent to the microprocessor 18 that operates is then controlled in the program storage device 20. プログラム記憶装置20は、マイクロプロセッサ18が酸素飽和度を決定するのに必要な全てのコード、および必要に応じて、下に詳細に説明するように、潅流指数をも備えている。 The program storage device 20, all the code necessary for the microprocessor 18 to determine oxygen saturation and, optionally, as described in more detail below, also has a perfusion index. 前記プログラム記憶装置20にあるプログラムコードは、マイクロプロセッサ18に、本発明による方法に必要な全てのステップを実行するよう指令する。 Program code in said program storage device 20, the microprocessor 18 is instructed to perform all the steps necessary for the process according to the invention.
【0027】 [0027]
先に説明した特殊な装置の代わりに、本発明による方法を実行可能な、当該技術分野において公知である任意の処理装置を使用することができることは明らかである。 Instead of a special apparatus described above, capable of performing the method according to the invention, it is apparent that it is possible to use any apparatus known in the art. このような処理装置は、例えば表示装置、入力装置、別の記憶装置および付属配列を周知のように備えている。 Such a processing device may be, for example, a display device, an input device, and a separate storage device and accessory sequences as is well known.
【0028】 [0028]
本発明の好適な実施形態によれば、通常は赤および赤外の少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さに基づいて得られた電気原信号(electric raw signals)は、最初に前記第1および第2の信号から時間によって変わるドリフトを除去するように処理される。 According to a preferred embodiment of the present invention, typically red and infrared least two predetermined wavelength electric original signal obtained based on the strength of the electromagnetic wave (electric raw signals), first the first and It is processed to remove the drift which varies with time from the second signal. 図2に、このような処理を受けた、原曲線R(赤)およびIR(赤外)を示す。 2 shows receiving such a process, the original curve R (red) and IR (infrared).
【0029】 [0029]
以下に、この処理を簡単に説明する。 The following describes the process easier. 処理の目的は、可能ならば、時間により変わる重畳信号(superpositions)の全てを原信号から分離することである。 The purpose of the process, if possible, is to separate all of the superimposed signal which varies with time (superpositions) from the original signal. この目的で、原信号波R iおよびIR iを基に連続平均値を形成し、いわゆる基線を下記の式(3)および式(4)によって形成する。 For this purpose, an original signal wave R i and IR i forms a continuous mean value group to form a so-called baseline by the following formula (3) and (4).
【0030】 [0030]
【数3】 [Number 3]
【0031】 [0031]
【数4】 [Number 4]
【0032】 [0032]
但し、式(3)および式(4)において、iは連続試料であり、M RiおよびM IRiのそれぞれは、前記連続試料iの対称的に周りのR iおよびIR iの連続平均値であり、Tは平均化の時間(例えば、1秒)である。 However, in the formula (3) and (4), i is the serial samples, each of the M Ri and M IRi, be a continuous average value of R i and IR i around symmetrically of the continuous sample i , T is the average of the time (e.g., 1 second).
【0033】 [0033]
今度は基線を下記の式(5)および式(6)を用いて原信号から排除する。 Now excluded from the original signal using the following equation (5) and (6) baseline.
【0034】 [0034]
【数5】 [Number 5]
【0035】 [0035]
【数6】 [6]
【0036】 [0036]
RiおよびS IRiは、時間領域における赤および赤外に対する元の原信号の連続試料を表している。 S Ri and S IRi represents the continuous sample of the original source signals for the red and infrared in the time domain.
【0037】 [0037]
連続試料S Riである曲線22と、S IRiである曲線24とを図2に曲線の形で示してある。 And curve 22 is continuous sample S Ri, are shown and curves 24 is S IRi in the form of the curve in Figure 2. 横座標は図2における時間を表し、縦座標はS RiおよびS IRiの振幅を表している。 The abscissa represents time in FIG. 2, the ordinate represents the amplitude of the S Ri and S IRi. 原曲線は上の例では125Hzで抜取ったが、10Hzに強く帯域制限されていることから、冗長性が処理の途中で別に省略され、4〜31,25Hzだけ抜取りが低下している。 Hara curves were withdrawn at 125Hz in the example above, because it is strongly bandlimited to 10 Hz, redundancy is omitted separately in the course of treatment, sampling only 4~31,25Hz is reduced.
【0038】 [0038]
原信号の上述の処理は、複数の利点を与える。 Processing of the above original signal, gives a number of advantages. 一方で、信号が正規化されそれにより値の範囲が小さくなるが、これは整数処理に関して有利である。 On the other hand, the signal is in the range of normalized whereby value decreases, which is advantageous with respect to integer processing. さらに、各試料組R対IRの信号比は既に、式(2)によって利用できる比を与えている。 Further, the signal ratio of each sample set R vs. IR is already giving a ratio that can be utilized by the equation (2). さらに、信号の線形ドリフトは対称平均化により完全に省略されている。 Furthermore, a linear drift of the signal is omitted completely by symmetry averaging.
【0039】 [0039]
本発明によれば、時間領域に存在する信号は、今度は適切なウィンドウ処理を利用する高速フーリエ変換(FFT)を受ける。 According to the present invention, signals present in the time domain, in turn undergoes a Fast Fourier transform utilizing a suitable windowing (FFT). ウインドウ形状の選択はこの関係では重要でない。 The selection of window shape is not important in this relationship. 説明した実施形態では、公知のハニングウインドウが使用されたが、これは最小ピーク拡大と小さい2次ピークとに関して有利な性質を組み合わせている。 In the described embodiment, although known Hanning window is used, which combines the advantageous properties with respect to the minimum peak expansion and smaller secondary peak. さらに重要なことは、ウインドウ長さである。 More importantly, a window length. これに関しては、良好な周波数分解能、すなわち多数の点を実現するのに十分長いウインドウ長さと、信号周波数、脈拍数および間欠妨害の急速変化に対する十分短いウインドウ長さとの間に妥協(compromise)を行なわなければならない。 In this regard, it performed better frequency resolution, i.e. a sufficiently long window length to achieve a large number of points, the signal frequency, a compromise between a sufficiently short window length to rapid changes in pulse rate and intermittently interfere with (compromise) There must be. 好適な実施形態では、8秒のウインドウ、n=256サンプル、を使用した。 In a preferred embodiment, using 8-second window, n = 256 samples, the. このようなウインドウを使用すると、1/(32ms・n)=0.12Hzの十分な周波数分解能が実現される。 The use of such windows, a sufficient frequency resolution of 1 / (32ms · n) = 0.12Hz is realized. したがって、0〜10Hzの関連する周波数帯域で82個の値が得られる。 Therefore, 82 pieces of value in the relevant frequency band of 0~10Hz is obtained.
【0040】 [0040]
図3は、図2の信号のフーリエ変換値S Rkである曲線26、およびS IRkである曲線28を示す図であり、前記フーリエ変換値は前に説明した方法で得られたものである。 Figure 3 is a diagram showing the curves 26 and S-curve 28 is IRK, the Fourier transform value S Rk of the signal 2, the Fourier transform value is obtained in the manner described before. 図3の図表の横軸は周波数を表すが、縦軸はS RkおよびS IRkの正規化振幅を表している。 The horizontal axis of the diagram of Figure 3 represents frequency and the vertical axis represents the normalized amplitude of S Rk and S IRK. 上述の基線予備処理のため、DC成分は丸め誤差を除けば実質的に0に等しい。 For baseline pretreatment described above, DC component is substantially equal to 0 except for rounding errors.
【0041】 [0041]
S'を時間関数s(式(5)および式(6))の振幅スペクトル(フーリエ変換値の絶対値)と規定すると、以下の式(7)に示すように、比(Ratio)を周波数点の各対に対する係数の比を基に形成することができる。 When defining the amplitude spectrum of the S 'time function s (Equation (5) and (6)) (absolute value of the Fourier transform value), as shown in the following equation (7), the ratio (Ratio) frequency points it can be formed based on the ratio of coefficients for each pair of.
【0042】 [0042]
【数7】 [Equation 7]
【0043】 [0043]
ここでkはそれぞれの周波数基点を意味する。 Where k denotes the respective frequency reference point.
【0044】 [0044]
血液パルスから発するスペクトルのピークについては、比を真のSpO2(酸素飽和値)に至るこの方法で求めるべきである。 The peak of the spectrum emitted from the blood pulse should seek in this way to reach a ratio to the true SpO2 (oxygen saturation value). 血液パルスの基本波および調和波の周りの外側にあるスペクトル成分については、妨害と見做さねばならず、排除しなければならない比の結果が得られる。 The spectral components outside around the fundamental and harmonic waves of the blood pulse, not a disturbing regarded Sanebanara, results of the ratio must be eliminated is obtained. この排除について下に詳細に説明する。 It will be described in detail below for this exclusion.
【0045】 [0045]
連続動作モードにおいて、FFTウインドウは、それぞれの場合で、所定期間、例えば1秒だけ進んでいる。 In the continuous mode of operation, and FFT window, in each case, a predetermined time period, for example, advanced by one second. したがって、各所定の期間について新しいスペクトル(対)が決定する。 Therefore, a new spectrum (pair) is determined for each predetermined time period. これはウインドウの7/8の重なりを生じ、したがって大きな冗長性を生ずるが、1/8変位の途中で生ずるスペクトル変化により、新しい計算サイクルが既に正しいものであるされていることが判明される。 This results in overlap of 7/8 of the window, thus it produces great redundancy, the spectral change occurring in the course of 1/8 displacement, it is found that a new calculation cycle is those already correct. したがって、本発明による方法は好適に循環して実行され、1サイクルの継続時間は例えば1秒である。 Therefore, the method according to the invention is performed suitably circulation, the duration of one cycle is one second, for example.
【0046】 [0046]
本発明による方法の、他の実施形態の場合には、時間によって変わる信号の上述の予備処理が施されるが、他の方法、例えばFFTウインドウ内の信号のDC成分として、または十分低い限界周波数(例えば、0.5Hzの領域内)を有する通常の因果(causal)低域フィルタの出力信号として、周波数領域で基線または基準値を決定することができる。 Of the process according to the invention, in the case of other embodiments, the pretreatment of the above signal varies with time is applied, other methods such as a DC component of the signal within the FFT window, or sufficiently low limit frequency (e.g., in the region of 0.5 Hz) can be as a normal causal (causal) output signal of the low-pass filter having, determines the baseline or reference value in the frequency domain. この場合には、高速フーリエ変換は、得られた原信号に関して直接行なわれる。 In this case, the fast Fourier transform is performed directly with respect to the obtained original signal.
【0047】 [0047]
本発明による方法の好適な実施形態では、複素結合値は今度はフーリエ変換値に基づいて形成される。 In a preferred embodiment of the method according to the invention, the complex coupling values ​​in turn are formed on the basis of the Fourier transform value. これを一層容易に包括的とするために、それをフーリエ変換値のパラメータ的x−y表現と考えることができる。 This in order to more readily comprehensive, it is possible to think of it as parametric x-y representation of the Fourier transform values. 赤外スペクトルをx方向にプロットし、赤スペクトルをy方向にプロットすると、針状先端(needlelike tips)を有する表現が得られる。 Plotting the infrared spectrum in the x direction is plotted red spectrum in the y direction, it expressed is obtained with a needle tip (needlelike tips). 図3に示したスペクトルに対するこのような表現を図4に示す。 4 such representation for spectrum shown in FIG. これらの「ニードル(needles)」はスペクトルのピークに相当する。 These "needle (needles)" corresponds to the peak of the spectrum. 妨害されない信号では非常に細いニードルが得られ、基本波および調和波に対するそれぞれのニードルは、互いの上に乗っている。 Very thin needles are obtained in undisturbed signals, each of the needle with respect to the fundamental wave and harmonic waves are riding on top of each other. ニードルの方向は、飽和に対応する。 Direction of the needle corresponds to the saturation. これは、具体的にいえば、ニードルの平均勾配が、得ようとしている比であるということを意味している。 This Specifically, it means that the average slope of the needle, the ratio sought to be obtained.
【0048】 [0048]
色々な妨害周波数成分が、血液パルスにより発生されたニードルの外側に存在する。 Various disturbing frequency components are present outside of the needle which has been generated by the blood pulse. 背景雑音および小妨害がx−y表現の原点の周りに点の蓄積を生じており、これを「雲(cloud)」と言うことができよう。 Background noise and small interference has resulted in the accumulation of points around the origin of the x-y representation, it will be able to say this as a "cloud (cloud)". さらに、前記背景雑音および前記小妨害がニードルを相殺する。 Moreover, the background noise and the small interfering offsetting needle.
【0049】 [0049]
また、運動人工生成物のような、同様のスペクトル成分を有する、赤スペクトルおよび赤外スペクトルの相関妨害を余分のニードルとして見分けることができ、それらは通常、血液パルススペクトルの有用信号ニードルにおいて退化(regression)していない。 Further, such as motion artifact has the same spectral components, the correlation interference red and infrared spectra can be distinguished as an extra needle, they are usually degenerate in the useful signal the needle of the blood pulse spectrum ( regression) to not. 図4の破線40は0%のSpO2限界を示すが、破線60は100%のSpO2限界を示す。 Dashed line 40 in Figure 4 shows the SpO2 limits of 0%, dashed line 60 indicates the SpO2 limit of 100%.
【0050】 [0050]
「ニードル」をアルゴリズム的に見分けるには、真っ先に前記ニードルの長さを決定する必要がある。 To identify "needle" algorithmically, it is necessary to determine the length of the needle first. この目的で、いわゆる距離スペクトルを、赤スペクトルおよび赤外スペクトルの振幅S' RkおよびS' IRkを基準として計算する。 For this purpose, a so-called distance spectrum, calculates the amplitude S 'Rk and S' IRK red and infrared spectra as the reference. 距離スペクトルの値は、各周波数kで次の式(8)に従って計算される。 The value of the distance spectrum, at each frequency k is calculated according to the following equation (8).
【0051】 [0051]
【数8】 [Equation 8]
【0052】 [0052]
したがって、これらの値A kは、赤および赤外スペクトルに基づいて決定された複素結合値の大きさを表している。 Therefore, these values A k represents the magnitude of the complex binding value determined based on the red and infrared spectra. 複素結合値の位相は、式(7)により与えられる。 Complex binding value of the phase is given by Equation (7). 距離スペクトル、すなわち複素結合値の量スペクトルを、図5に線図の形で示してある。 Distance spectrum, i.e. the amount spectrum of the complex binding values ​​are shown in the form of the diagram in Figure 5. また、将来の識別でピーク区域(すなわち、ニードル)として識別される区画70、72、74、76が、図5に示してある。 The peak area identification of future (i.e., a needle) compartments 70, 72, 74, 76 are identified as is, is shown in FIG.
【0053】 [0053]
「ニードル」を識別するには、今度は距離スペクトルでピーク、すなわち最大点および関連する基底点をアルゴリズム的に探す必要がある。 To identify the "needle", this time peak distance spectrum, i.e. it is necessary to find a base point to the maximum point and associated algorithmically. このようなアルゴリズムは、距離スペクトルから妨害されないプレス波に属し、したがって正しい値を供給するピークを識別しなければならない。 Such an algorithm belongs to a press waves unhindered from the distance spectrum, thus it shall identify the peak supply the correct value. 随意補足的に、アルゴリズムは外側にあるものを排除することにより、例えば中間(median)フィルタの使用および補足的な一時的平均化により、出力曲線の一定の平滑化が可能であるべきである。 Optionally supplementary, the algorithm by eliminating what is outside, for example by an intermediate (median) used and supplemental transient averaging filter should be constant smoothing of the output curve. さらに好適には、アルゴリズムは、飽和値の決定が利用可能なデータに基づいて不可能であれば、特別な指示を与えるべきである。 More preferably, the algorithm determines the saturation value If it is not based on the available data, it should provide special instructions.
【0054】 [0054]
距離スペクトルを、今度はいわゆる「ニードル」に関連するピーク域を決定するよう、図4を参照して検討しなければならない。 The distance spectrum, this time to determine the peak area associated with the so-called "needle", must be considered with reference to FIG. 下記において、距離スペクトルのピーク域を識別するための好適な実施形態を説明するが、簡単にするために、これらのピーク域を下ではピークとだけ言うことにする。 In the following is a description of a preferred embodiment for identifying the peak area of ​​the distance spectrum, for simplicity, will be referred only to the peak under these peaks area. しかし、説明する実施形態は、ピークを識別するための一つの好適な実施形態に過ぎず、ピークを識別するのに適切な、説明した方法から離れた代わりの方法を同様に使用できることを指摘しておく。 However, the embodiments described are merely one preferred embodiment for identifying a peak, suitable to identify the peaks, it points out that it can be used similarly alternative methods apart from the method described to keep.
【0055】 [0055]
ピーク域を識別するための好適な実施形態では、下記ステップが行なわれる。 In a preferred embodiment for identifying the peak area, the following steps are performed.
1. 1. 最大判定基準を満たす最高ピークを探す。 Find the best peak to meet the maximum criterion. (下記参照) (See below)
2. 2. 基底点判定基準を満たす、右にある基底点を探す。 Meet base point criterion, look for base point to the right. (下記参照) (See below)
3. 3. 左にある基底点を探す。 Find the base point to the left.
4. 4. スペクトルから基底点間で見つかったピークを排除する。 Eliminating the peaks found between base point from the spectrum.
5. 5. 最大数10個のピークが見つかるまで、または残存スペクトル線が最小閾値、例えば、38%の下になるまで、ステップ1からステップ5までを繰り返す。 Until a maximum number of 10 peaks, or residual spectral lines minimum threshold, for example, until the bottom 38%, repeating Step 1 through Step 5.
6. 6. ピーク判定基準を満たす全てのピークを受け入れる。 Accept all peaks that satisfy the peak criterion. (下記参照) (See below)
【0056】 [0056]
最大判定基準 Maximum criteria
最大値はスペクトルの縁にはない。 The maximum value is not at the edge of the spectrum. すなわち、カットアウトピークの縁、つまり基底点について、10Hzは上限周波数であり、0.5Hzは下限周波数である。 In other words, the edges of the cut-out peaks, that is, the base point, 10 Hz is the upper limit frequency, 0.5 Hz is the lower limit frequency.
【0057】 [0057]
基底点判定基準 Base point criteria
基底点は下記判定基準の一つを満たさなければならない。 Base point must satisfy one of the following criteria.
・基底点は、既に排除されたピークに隣接し、但し前記ピークから少なくとも1ライン距離が離れていなければならない。 - base point is adjacent to the peak already eliminated, provided that at least one line distance from the peaks must be separated. すなわち、新しい基底点=古いピーク縁。 In other words, the new base point = old peak edge. したがって、共通の基底点が存在する。 Thus, there is a common base point.
・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の25%下にある。 - two amplitude of successive lines is under 25% of the amplitude of the peak. すなわち、基底点=第1ライン。 That is, the base point = first line.
・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の50%下にあり、かつ前記ラインは単調にしかもゆるやかに下降する。 - two amplitude of successive lines is under 50% of the amplitude of the peaks, and the line monotonically Moreover slowly lowered. すなわち、ピーク高さに正規化された高さの変化は5%以下(<5%)である。 That is, the change of the normalized height peak height is 5% or less (<5%). すなわち、基底点=第1ラインの前にあるライン。 That is, the base point = line in front of the first line.
・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の50%より下にあり、最後のラインは再び上昇する。 - two amplitude of successive lines lies below 50% of the amplitude of the peaks, the last line is increased again. すなわち、基底点=第1ラインの前にあるライン。 That is, the base point = line in front of the first line.
【0058】 [0058]
ピーク判定基準 Peak criteria
ピークは特別に下記判定基準を満たさなければならない。 Peak must be specially meet the following criteria.
・最小ピーク幅=3ライン(ほぼ0.36Hz) And minimum peak width = 3 line (approximately 0.36Hz)
・最大ピーク幅=4Hz • The maximum peak width = 4Hz
【0059】 [0059]
この方法で決定された各ピークについて、複数の特定の特性が次に決定され、これは前記ピークの将来の分類に用いられる。 For each peak determined in this way, a plurality of specific characteristics then being determined, which is used for future classification of the peak.
【0060】 [0060]
【表1】 [Table 1]
【0061】 [0061]
下記に、表1に使用した呼称を詳細に説明する。 Below, to explain the designation was used in Table 1 in detail.
・time:判定基準からの信号時間。 · Time: signal time from the criteria.
・needle(ピーク)[#]:見つかったピーク/ニードルの順序。 · Needle (peak) [#]: I found the order of the peak / needle.
・allTime:この行はピークを参照しないが、現在のFFTウインドウの中にある全ての(予備処理された)時間信号を参照する。 · Alltime: This line does not refer to the peak, refer to all (as pretreatment) time signal is in the current FFT window. また、回帰分析に対しては、周波数の行の代わりにそれぞれの一時的試料を取る。 Further, for the regression analysis, taking each temporary sample instead of the line frequency.
・allFreq:この行はニードルを参照しないが、0.5〜10Hzの全スペクトルを参照する。 · AllFreq: This line does not see the needle, refer to the full spectrum of 0.5~10Hz. また、回帰分析に対しては、そこに含まれている全ての周波数の行を使用する。 Further, for the regression analysis, using all frequency lines contained therein.
・fCentr[Hz]:ピークの最長ラインの周波数。 · FCentr [Hz]: Frequency of the longest line of the peak.
・fGrav[Hz]:ピークの全ラインの重力周波数。 · FGrav [Hz]: the gravitational frequency of all the lines of the peak.
・relH[%]:見つかった全てのピークと比較したピークの相対的高さ。 · RelH [%]: The relative height of the peaks compared to all peaks found.
・absH[norm]:予備処理後正規化したピークの絶対高さ。 · AbsH [norm]: absolute height of the peak was normalized after pretreatment. 変調度に対応、または潅流にほぼ対応する。 Corresponding to the modulation degree, or substantially corresponds to the perfusion.
・Pslim[factr]:ピークの細さ係数。 · Pslim [factr]: fineness coefficient of the peak. 基底点から基底点までの幅をHzで表して規定する。 It represents the width from base point to the base point in Hz defined.
・ASym[factr]:ピークの非対称性の尺度であり、asy={(f o −f g )−(f g −f u )}/wで規定される。 · ASym [factr]: a asymmetric measure of peak, asy = - defined by {(f o -f g) ( f g -f u)} / w. ここで、f oは上基w底点、f uは下基底点、f gはピークの重力周波数、wはピークの幅である。 Here, f o is Uemoto w valley, f u below base point, f g is the gravitational frequency peak, w is the width of the peak.
・Corel[coeff]:ピークの左基底点から右基底点へ、S' RおよびS' IRを線形回帰分析した後のニードルの相関係数であり、x−y表現(図4)でのニードルの細さを記述するが、量スペクトルでのピークではない。 · Corel [coeff]: peak from the left base point to the right base point of a correlation coefficient of the needle after the S 'R and S' IR linear regression analysis, the needle in the x-y representation (FIG. 4) describing the fineness is not the peak of an amount spectrum.
・slope[比]:回帰線の傾斜であり、比に対応する。 · Slope [ratio]: a slope of the regression line, it corresponds to the ratio.
・SpO2[%]:傾斜に基づき決定されたSpO2値(既知の経験的関係による。式(2)参照。) · SpO2 [%]: determined based on the tilted SpO2 value (by known empirical relationship formula (2) see..)
・Perf[%]:点fCentrでS' RおよびS' IRの高さに基づき(例えば、既知の公式Perf=0.116・S' R +0.626・S' IRにより)決定した潅流指数。 · Perf [%]: the point fCentr in S based on the height '' R and S 'IR (e.g., by a known formula Perf = 0.116 · S' R +0.626 · S 'IR) determined perfusion index.
・Nadel Score:下に説明する分類による点の数。 · Nadel Score: the number of points by classification, which will be described below.
【0062】 [0062]
ピーク、すなわち、x−y表現でのニードルは、本発明による方法の上述の実施形態によってこのようにして識別され、特徴付けられるが、今度はこのニードルは、見つかったピークが信号が妨害されない場合にのみ有用信号の基本波および調和波に精密に対応するから、選択を受けねばならない。 Peak, i.e., a needle at the x-y representation is identified in this way by the embodiments described above of the method according to the present invention, when are characterized, this in turn needle of peaks found signal is not disturbed since precisely corresponding to the fundamental and harmonic wave of the useful signal only, it must be subjected to the selection. しかしながら、通常は、有用信号成分の他に任意の妨害成分が存在すること、および任意の妨害成分は有用信号に重なっていることを仮定しなければならない。 However, usually, the presence of addition to any interference component of the useful signal components, and any interfering components must assume that overlaps the useful signal.
【0063】 [0063]
一方において、妨害成分は、スペクトル的に有用信号のピークに重なる可能性があり、したがってニードルの組み込み成分である可能性がある。 On the other hand, disturbance components may overlap the peak of the spectrum useful signal, thus may be embedded component of the needle. 他方、妨害成分は、それぞれ別々に認識され得るニードルおよびピークとして存在する可能性がある。 On the other hand, disturbance components can be present as needles and peak can be recognized separately. 最初に記した場合は、原理的に、ピーク内部の妨害がある程度一定であると仮定される限り、本発明による方法の場合重要ではない。 If noted initially, in principle, as long as the interference of the internal peak is assumed to be somewhat constant is not critical in the process according to the invention. このような妨害は、ニードルの広がり、および原点からの変位を生ずるだけてある。 Such interference, the spread of the needle, and are only produce a displacement from the origin. 相関係数が1よりはるかに小さくない限り、この種の背景妨害は、本発明による方法、すなわち回帰分析により実質的に排除される。 Unless the correlation coefficient is not much smaller than 1, the background disturbance of this kind, the method according to the invention, i.e. is substantially eliminated by regression analysis.
【0064】 [0064]
しかし、距離スペクトルに別々に現われる妨害ピークを排除するためには、先行するピーク識別に基づき得られたピークを分類する必要がある。 However, in order to eliminate the interference peaks separately appear in the distance spectrum, it is necessary to classify the peak obtained on the basis of the preceding peak identification.
【0065】 [0065]
下記では、ピークを分類するのに使用できる特殊な関連性判定基準を詳細に説明する。 The following describes the special relevance criteria that can be used to classify the peak in detail. しかし、この説明は、特定の実施形態を提示するだけであり、この実施形態から離れて、記述した判定基準のいくつかだけを用いて、これら判定基準の限界を別の方法で規定し、点を別に与えることも可能である。 However, this description is only present certain embodiments, apart from this embodiment, by using only some of the criteria described, to define the limits of these criteria in a different way, the point the it is also possible to give separately.
【0066】 [0066]
まず、時間信号(allTime)の相関が利用可能、例えばCorel>0.4でなければならない。 First, available correlation time signal (Alltime), must for example Corel> 0.4. そうでなければ、(完全に相関した)有用信号成分が十分大きくなく、この場合には、信号をこの時、それ以上全く使用すべきでないからである。 Otherwise, (fully correlated) useful signal component not sufficiently large, in this case, when the signal, because more not at all be used.
【0067】 [0067]
これに関連するピークおよびニードルは、有用信号として用いられるようになっているが、全て下記の性質を備えていなければならない。 Peak and needle related thereto, has been used as the useful signal, it must have all provided the following properties.
【0068】 [0068]
・ピークは、一つまたは数個の他のピークから成る調和周波数によく適合し、調和波の飽和値は互いに大きく異ならない。 Peak is well suited to harmonic frequencies consisting of one or several other peaks, the saturation value of the harmonic wave does not differ very much from each other.
・可能な限り多数の調和波が存在する。 - as far as possible a large number of harmonic waves exist.
・ニードルは細い、すなわちその相関係数が1に近い。 Needle is thin, i.e. the correlation coefficient is close to 1.
・基本波の周波数が生理学的範囲または指定の範囲(プラス公差)にある。 And frequency of the fundamental wave is in the physiological range or a specified range (plus tolerance).
・飽和値は理論的に有用な生理学的範囲(プラス公差)にある。 Saturated value is theoretically useful physiological range (plus tolerance).
・潅流は生理学的範囲にある。 · Perfusion is in the physiological range.
・脈拍数、すなわちピーク周波数は監視される患者に対する生理学的にあり得る、例えば新生児から大人の範囲にある。 - pulse rate, or peak frequency may be physiological for the patient to be monitored, in the range of adults e.g. newborn.
【0069】 [0069]
妨害により生ずるピーク、すなわち妨害ニードルは上に挙げた所要性質の一つまたはいくつかを特定の範囲で満たすことができないため、特に見易い。 Peak caused by interference, that is, the interference needle can not be filled with one or several specific ranges of the required properties listed above, particularly easy to see.
【0070】 [0070]
個別の判定基準を満たす程度をK. K. The degree satisfying the individual criteria 0. 0. および点原理により公知の方法で判断することができる。 And it can be determined in a known manner by point principle. この目的で、K. For this purpose, K. 0. 0. 判定基準を、例えば用いることができる、すなわち下記の判定基準を満たさないピークを考慮に入れない。 The criteria can be used, for example, that does not take into account the peaks does not meet the criteria below. 該判断基準は、相関係数>0.5、脈拍数30〜360bpm、SpO2が0%と110%との間、および潅流指数が0.05(%)と25(%)との間、を含む。 The criteria, the correlation coefficient> 0.5, pulse rate 30~360Bpm, between SpO2 0% and 110%, and between perfusion index of 0.05 and (%) 25 (%) and the including.
【0071】 [0071]
加えて、下記判定基準を満たすことについて、点数を与えることができる。 In addition, for satisfying the following criteria, it can be given a score.
【0072】 [0072]
・各適切な調和波について、前記調和波の周波数の偏りが基本波から10%未満(または第3または第4調和波について5%未満)、およびそのSpO2の偏りが前記基本波から10%未満であれば、+20点。 - For each appropriate harmonic wave, the harmonic wave (less than 5%, or the third or fourth harmonic wave) frequency bias is less than 10% from the fundamental wave, and its SpO2 bias is less than 10% from the fundamental wave if, + 20 points.
・0.9より大きい相関係数について+10点。 - greater than 0.9 correlation +10 points for the number.
・周波数があり得るパルス周波数範囲にあれば、+30点。 - there may be frequency if the pulse frequency range, + 30 points.
【0073】 [0073]
ピークおよび関連するニードルを、先行する実行に関連した基準値に関して、傾向変動に基づき評価することもできる。 The needle of peaks and associated, with respect to a reference value associated with the execution of the preceding, can also be evaluated on the basis of the trend. このように行う際、例えば、小さい周波数変化(<10%rel)、小さい潅流変化(<10%rel)または小さい飽和変動(5%abs)についてそれぞれのピークに+20点を与えることができる。 Making Thus, for example, a small frequency change (<10% rel), can provide +20 points to each of the peak for small perfusion change (<10% rel) or less saturated variation (5% abs).
【0074】 [0074]
さらに、ピークおよび関連ニードルに対する点数がそれぞれ比較的低いとき、先行するアルゴリズムサイクルから基準値に関して過度に大きい傾向変動については、K. Further, when the score for peaks and associated needle is relatively low, respectively, the excessively large trend with respect to the reference value from the preceding algorithm cycle, K. O. O. 判定基準を用いることもできる。 It is also possible to use criteria. したがって、ピークは不合格とされ、下に記す判定基準を満たすが、低い点数の値を得る。 Accordingly, the peak is rejected, it meets the criteria referred to below, to obtain the value of the low points.
【0075】 [0075]
値出力の開始から短い期間(15秒)内で、 In the start value output short duration (15 sec) in,
・周波数変動が−20%relの外にある。 And frequency variation is outside of -20% rel. +30%rel + 30% rel
・潅流指数の変動が−20%relの外にある。 - changes in the perfusion index is outside of -20% rel. +40%rel + 40% rel
・飽和値が−10%absの外にある。 - saturation value is outside of -10% abs. +5%abs + 5% abs
【0076】 [0076]
前記期間に続く期間(>15秒)で、 In the period (> 15 seconds) following the said period of time,
・周波数変動が−40%relの外にある。 And frequency variation is outside of -40% rel. +80%rel + 80% rel
・潅流指数の変動が−40%relの外にある。 - changes in the perfusion index is outside of -40% rel. +80%rel + 80% rel
・飽和値が−15%absの外にある。 - saturation value is outside of -15% abs. +30%abs + 30% abs
【0077】 [0077]
仮定したニードルの得点が各ピーク、すなわち各関連ニードルについてこの方法で確認されると、その得点が最高であり少なくとも60点を数えるピークの値を使用して、説明した実施形態に従って出力する。 Assumed needle scoring each peak, i.e. when it is confirmed in this way for each relevant needles, using the value of the peak that scores to count up at and least 60 points, and outputs in accordance with the described embodiments. このピークに対する特性に基づき(表1を参照)、このピークに対する飽和値SpO2を確認済み飽和値として出力する。 Based on characteristics for the peak (see Table 1), and outputs the saturation value SpO2 for this peak as verified saturation value. 加えて、このピークの重力周波数を確認済み脈拍数として出力することができ、このピークの潅流指数を確認済み潅流として出力できる。 In addition, it is possible to output the gravity frequency of this peak as verified pulse rate, can output perfusion index of this peak as confirmed perfusion.
【0078】 [0078]
随意選択的に、確認された上述の値の個別の一つまたは各々をフィルタリングすることが可能である。 Optionally, it is possible to filter the individual of one or each of the confirmed aforementioned values. 例えば、三組の値を先行アルゴリズムサイクルの最後の二つの三組の値と共に中間フィルタに入力し、誤りにより不正のニードルが上の識別分類法によりフィルタリングされてしまわない場合、かなりのアウトライア(outlier)を排除することができる。 For example, enter the three sets of values ​​with the last two of the three sets of values ​​of the previous algorithm cycle to an intermediate filter, if not get left filtered by the identification taxonomy above incorrect needle by the error, significant outlier ( outlier) can be eliminated. 中間フィルタにより確認された中間三組は、前に説明した傾向を評価するのに使用できる基準値を与える。 Intermediate triplicate confirmed by median filter provides a reference value that can be used to evaluate trends previously described. 強く動的なまたは雑音の多い値を平滑にするには、平均化フイルタ、例えば5値ディープボックスカー平均化フイルタを、さらに前記中間フィルタの下流に接続することができる。 Strongly to more values ​​of dynamic or noise smoothing is averaging filter, for example a 5 value deep boxcar averaging filter, can be further connected downstream of the intermediate filter.
【0079】 [0079]
前に述べた方法を用いてニードルを見つけることができなければ、またはニードルが所定最小数の点を所持していなければ、古い組の値を所定期間維持することができ、この期間を20秒から40秒の範囲にすることができる。 If you can not find the needle using the methods previously described, or needle unless hold a point of a predetermined minimum number, it is possible to maintain predetermined old set of values ​​period, the period of 20 seconds it can range from 40 seconds. 続いて、特別なレポート、INOPレポートを発生するが、これは利用可能な値が今のところ発生されていないことを示す。 Then, a special report, but to generate a INOP report, which indicates that the available value has not been generated so far. 値をこのようにして「?」または「0」に設定することができる。 And a value in this way can be set to "?" Or "0".
【0080】 [0080]
有用信号にもかかわらず、例えば非常に不整性なパルスパターンが存在するため、ピークまたはニードルが見つからない場合、特別なケースが発生する可能性がある。 Despite the useful signal, for example, very because of the presence of irregular resistance pulse pattern, if no peaks are found or needle, there is a possibility that the special case occurs. この場合には、特別な処理を行なうことができる。 In this case, it is possible to perform the special processing. 不整性なパルスパターンのため脈拍数を計算することは不可能であるが、SpO2値をなお計算することができる。 Although it is impossible to calculate the pulse rate for irregularities of pulse patterns, it is possible to still calculate the SpO2 value. 使用のため、相関係数が時間領域(allTime)でおよび周波数領域(allFreq)で0.98より良いこと、およびallTimeおよび周波数相関からの飽和値の平均値が、基準値から5%を超えて偏らないことが必要である。 For use, it correlation coefficient better than 0.98 in the time domain (Alltime) and in the frequency domain (allFreq), and the average value of the saturation value from Alltime and frequency correlation, to more than 5% from the reference value it is necessary to not biased. この平均値を次にSpO2として出力する。 And it outputs the average value as the next SpO2.
【0081】 [0081]
図6は、本発明による方法の好適な実施形態の概観をフローチャート示す。 Figure 6 shows a flow chart an overview of a preferred embodiment of the method according to the invention. まず、強さから得られた原信号R、IRを、前に説明したようにステップ100で処理装置に入力する。 First, the original signal R obtained from the strength, the IR, and inputs to the processor at step 100 as previously described. これら原信号R、IRは、主としていわゆる基線補正を行なうようにステップ110で予備処理を受ける。 These raw signals R, IR is subjected to pretreatment in step 110, primarily performs a so-called baseline correction. 続いて、このようにして得られた値はFFTを受けるが、その結果得られた赤および赤外に対する振幅スペクトルがステップ120に示されている。 Then, in this way subjected to FFT values ​​obtained, but the amplitude spectrum for the resulting red and infrared are shown in step 120. ステップ130で示したように、これら振幅スペクトルはx−y表現に変換されるが、これは振幅スペクトルの複素表現に対応する。 As shown in step 130, these amplitude spectrum is converted into x-y representation, which corresponds to the complex representation of the amplitude spectrum. 距離スペクトルがステップ140により複素結合値の量から得られる。 Distance spectrum is obtained from the amount of complex bound value in step 140. このステップ140による距離スペクトルから、関連判定基準を満たす個別ピークが選択される。 From the distance spectrum by this step 140, the individual peaks that meet the relevant criteria are selected. 続いて、これらピークを、例えばステップ150の形で分類する。 Subsequently, to classify these peaks, for example in the form of step 150. 個別ピークの特性に基づき、前記ピークはステップ160でそれに与えられた点を所持し、このようにして血液パルスに属するピークを識別するようになる。 Based on the characteristics of the individual peaks, the peak is in possession of a given point to it in step 160, so to identify the peaks belonging In this way the blood pulse. これに続き、中間フィルタリング、平均値形成、または沿革評価がステップ170において行なわれる。 Following this, the intermediate filtering, averaging, or history evaluation is performed in step 170. 最後に、SpO2値、脈拍数値、および/または潅流値が上述の選択の結果、または上述の選択により決定されたステップ120による振幅スペクトル値の結果、またはステップ130による複素結合値の結果として出力される。 Finally, SpO2 value, pulse rate value, and / or perfusion value is output as the result of the complex combined value by the result of the amplitude spectrum value in step 120 which is the determination result of the selection of the above, or by selecting the above or step 130, that. 必要なら、それぞれの値の出力の代わりに、INOPの出力が行なわれる。 If necessary, instead of the output of the respective values, the output of the INOP is performed.
【0082】 [0082]
下記において本発明による方法の上述の特別な実施形態の更なる発展および代案を説明する。 The further development and alternative specific embodiment of the method described above according to the present invention will be described in the following.
【0083】 [0083]
例えば、赤および/または赤外スペクトルでの上述のピーク決定を別々に決定することが可能である。 For example, it is possible to determine the above-mentioned peak determination in the red and / or infrared spectrum separately. この目的で、フーリエ係数としてa Rおよびa IRを有するFFTの各試料について、ratio(f)=a R (f)/a IR (f)が形成される。 For this purpose, for each sample of the FFT with a R and a IR as Fourier coefficients, ratio (f) = a R (f) / a IR (f) is formed. 所要のSpO2を決定するには、下記周波数成分を除外する。 To determine the required SpO2 excludes the following frequency components. 量子化の問題を避けるために、フーリエ係数が絶対最小値より小さい全ての周波数成分、さらに相対検出器閾値より低い全ての周波数成分を除外する。 To avoid quantization problem, all frequency components Fourier coefficient smaller than the absolute minimum, further exclude all frequency components lower than the relative detector threshold. 検出器閾値を、下降曲線、例えば最大フーリエ係数a max 、例えば1/2a maxに応じて、1/f形状、1/f 2形状、e -x形状として定義できる。 The detector threshold, descending curve, for example, up to the Fourier coefficients a max, for example, depending on 1 / 2a max, 1 / f shape, 1 / f 2 shape can be defined as e -x shape. 前記閾値より上の周波数値だけを比に用いる。 Using only frequency values ​​above a ratio than the threshold. 続いて、中間値により平均比を形成し、形成したら全ての比の標準偏差を計算する。 Subsequently, the average ratio is formed by the intermediate value, formed to calculate the standard deviation of all ratios do. 特定の標準偏差より上では、SpO2値の代わりにINOPが出力される。 Above a certain standard deviation, INOP is output instead of the SpO2 values. これに続き、中間値から標準偏差の倍数、例えば1標準偏差だけ異なる全ての比を排除する。 Following this, a multiple of the standard deviation from the mean value, eliminates that differ all ratios 1 standard deviation for example. 残った比の点を使用して平均値を形成する。 Use of the remaining ratios point to form the mean value. これにより、探していたSpO2が生ずる。 As a result, SpO2 was looking for a cause. 脈拍数は、最大値a maxの周波数である。 Pulse rate, the frequency of the maximum value a max.
【0084】 [0084]
以下に本発明の実施の形態を要約する。 To summarize the embodiments of the present invention are described below.
1. 1. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定方法であって、 Reflected by human tissue or a component concentration determination method for determining the concentration of at least at least two components from the intensity of electromagnetic radiation of a predetermined wavelength that is transmitted through human tissue,
a. a. 受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(Ri、IRi)に変換するステップと、 Converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (Ri, IRi) the received,
b. b. 前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定するステップと、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, temporally converted individually, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and the step,
c. c. 前記第1および第2のスペクトル値から複素結合値(Ak、ratio k )を形成するステップと、 And forming the first and second complex binding value from the spectral values (Ak, ratio k),
d. d. 生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値を選択するステップと、 By evaluating the complex combined value in accordance with predetermined criteria for physiological relevance, selecting a combined value physiologically relevant,
e. e. 前記選択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して成分の濃度を計算するステップと、から成る成分濃度決定方法。 Component concentration determination method comprising the steps, of calculating the concentration of the component using one of the selected binding values ​​and frequency-related spectral values.
【0085】 [0085]
2. 2. 前記周波数領域に時間的に個別に変換する前に、前記第1および第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )を予備処理して前記第1および第2の信号から時間により変わるドリフト成分を除去する上記1に記載の成分濃度決定方法。 Before temporally converted individually to the frequency domain, said first and second electrical signals vary with time (R i, IR i) varies with time from the pre-treated to the first and second signals component concentration determination method according to claim 1 for removing a drift component.
【0086】 [0086]
3. 3. 時間的な個別の変換は適切な時間窓を利用してフーリエ変換により行なわれる上記1または2に記載の成分濃度決定方法。 Component concentration determination method according to claim 1 or 2 is carried out by temporal discrete transform Fourier transform utilizing the appropriate time window.
【0087】 [0087]
4. 4. 前記生理学的に関連性のある結合値の選択は、前記複素結合値の距離スペクトル(A k )の最大値範囲に基づいて行なわれる上記1〜3の一つに記載の成分濃度決定方法。 The selection of the physiologically relevant binding value, component concentration determination method according to one of the above 1 to 3 is performed based on the maximum value range of the distance spectrum of the complex coupling value (A k).
【0088】 [0088]
5. 5. 決定される前記成分の前記濃度はガス飽和、特に動脈血の酸素飽和である上記1〜4の一つに記載の成分濃度決定方法。 The concentration of the component concentration determination method according to one of the above 1 to 4 is a gas saturation, particularly the arterial blood oxygen saturation of the components to be determined.
【0089】 [0089]
6. 6. 前記選択された結合値および前記周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して脈拍数を別に決定する上記1〜5の一つに記載の成分濃度決定方法。 The selected binding value and the component concentration determination method according to one of the above 1 to 5 for determining separately the pulse rate by using one of the spectral values ​​of frequency related.
【0090】 [0090]
7. 7. 前記選択した結合値および前記周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して潅流指数を別に決定する上記1〜6の一つに記載の成分濃度決定方法。 It said selected binding value and the frequency-related component concentration determination method according to one of the above 1 to 6 separately determining the perfusion index by using one of the spectral values.
【0091】 [0091]
8. 8. 前記複素結合値の前記生理学的関連性に対する所定の判定基準として、前記最大値範囲の幅、前記最大値範囲内の前記最大値の周波数、前記最大値範囲内の全ての結合値の重力周波数、量スペクトルのさらに他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、前記最大値範囲内の前記最大値について得られた飽和値、前記最大値範囲内の前記最大値から決定された潅流指数、および前記最大値範囲内の前記重力周波数から決定された脈拍数、の内少なくとも二つを使用する上記4〜7の一つに記載の成分濃度決定方法。 Wherein as the predetermined criteria for the physiological relevance of the complex binding value, the maximum value range of the width, the frequency of the maximum value in the maximum value range, the gravity frequency of all binding values ​​in the maximum value range, position further said maximum value ranges for other largest value range of the amount spectrum, the maximum value saturation value obtained for in the maximum range, perfusion index determined from said maximum value in said maximum value range, and the gravity pulse rate determined from the frequency, at least the component concentration determination method according to one of the above 4-7 using two among within the maximum range.
【0092】 [0092]
9. 9. 上記1のステップaからステップeまでを循環して繰り返し、前記所定の判定基準は他に、前記最大値範囲内の前記最大値の前記周波数の、および/または前記潅流指数の、および/または先行サイクルの途中で決定された基準値からの前記飽和値の、偏差の内一つを備えている上記8に記載の成分濃度決定方法。 Repeatedly circulated from step a above 1 to step e, the predetermined criterion in other, the frequency of the maximum value in the maximum value range and / or of the perfusion index and / or prior component concentration determination method according to the 8 has the saturation value from reference values ​​determined in the course of the cycle, the inner one of the deviation.
【0093】 [0093]
10. 10. 上記1のステップaからステップeまでを循環して繰り返し、数サイクル中に得られた濃度値をフィルタリングおよび/または平均する上記1〜9の一つに記載の成分濃度決定方法。 Repeatedly circulated from step a above 1 to step e, component concentration determination method according to one of the above 1 to 9 for filtering and / or averaging the obtained concentration values ​​within a few cycles.
【0094】 [0094]
11. 11. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定方法であって、 Reflected by human tissue or a component concentration determination method for determining the concentration of at least at least two components from the intensity of electromagnetic radiation of a predetermined wavelength that is transmitted through human tissue,
受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換するステップと、 Converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the received,
前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定するステップと、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, temporally converted individually, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and the step,
生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記第1および第2のスペクトル値を評価することにより、生理学的に関連性のある第1および第2のスペクトル値を選択するステップと、 By evaluating the first and second spectral values ​​according to a predetermined criteria for physiological relevance, selecting a first and second spectral values ​​are physiologically relevant,
前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用して成分の濃度を計算するステップと、から成る成分濃度決定方法。 Component concentration determination method comprising the steps, of calculating the concentration of the component by using the first and second spectral values ​​said selected.
【0095】 [0095]
12. 12. 決定される前記成分の前記濃度はガス飽和、特に動脈血の酸素飽和である上記11に記載の成分濃度決定方法。 The concentration of the component concentration determination method according to the 11 is a gas saturation, particularly the arterial blood oxygen saturation of the components to be determined.
【0096】 [0096]
13. 13. 前記成分の前記濃度の他に、前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用して、脈拍数および/または潅流指数をも計算する上記11または12に記載の成分濃度決定方法。 In addition to the concentration of the component, the first and second by using the spectral values, component concentration determination method according to the 11 or 12 to calculate also the pulse rate and / or perfusion index said selected.
【0097】 [0097]
14. 14. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定装置であって、 Reflected by human tissue or a component concentration determination apparatus for determining at least the concentration of the components from the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue,
受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換する手段と、 Means for converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the received,
前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定する手段と、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, temporally converted individually, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and means,
前記第1および第2のスペクトル値から複素結合値(A k 、ratio k )を形成する手段と、 Wherein the first and complex binding value from the second spectral values (A k, ratio k) means for forming a
生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値を選択する手段と、 By evaluating the complex combined value in accordance with predetermined criteria for physiological relevance, and means for selecting a combined value physiologically relevant,
前記選択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して成分の濃度を計算する手段と、を備えた成分濃度決定装置。 Component concentration determination apparatus and means for calculating the concentrations of the components by using one of the selected binding values ​​and frequency-related spectral values.
【0098】 [0098]
15. 15. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定装置であって、 Reflected by human tissue or a component concentration determination apparatus for determining at least the concentration of the components from the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue,
受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換する手段と、 Means for converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the received,
前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定する手段と、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, temporally converted individually, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and means,
生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記第1および第2のスペクトル値を評価することにより、生理学的に関連性のある第1および第2のスペクトル値を選択する手段と、 By evaluating the first and second spectral values ​​according to a predetermined criteria for physiological relevance, and means for selecting the first and second spectral values ​​are physiologically relevant,
前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用して前記成分の前記濃度を計算する手段と、を備えた成分濃度決定装置。 Component concentration determination apparatus and means for calculating the concentration of the component by using the first and second spectral values ​​said selected.
【0099】 [0099]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
上述のように本発明によれば、例えば人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから、成分の少なくとも濃度を決定するのに用いられ、強い妨害が存在しても成分の濃度を確実に決定できる技術を提供することができる。 According to the present invention as described above, for example, reflected by human tissue or at least from the electromagnetic wave strength of the two predetermined wavelengths transmitted through human tissue, are used to determine the concentration of at least components , it is possible to provide a strong interference can be determined reliably concentration of components be present techniques. これは例えば、酸素飽和度を測定し計算するのに有利に使用できる。 This example can advantageously be used to calculate and measure the oxygen saturation.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】酸素計を示す概略的なブロック図である。 1 is a schematic block diagram showing an oximeter.
【図2】時間領域における予備処理した原信号IおよびIRを示すグラフである。 2 is a graph showing the pretreated raw signals I and IR in the time domain.
【図3】図2に示した信号のフーリエ変換値を示すグラフである。 3 is a graph showing the Fourier transform of the signal shown in FIG.
【図4】図3に示した信号の複素表現を示す図である。 4 is a diagram showing a complex representation of the signal shown in FIG.
【図5】図3に示した信号に基づき決定された複素結合値の量スペクトルを示す図である。 5 is a diagram showing the amount spectrum of the complex binding value determined on the basis of the signal shown in FIG.
【図6】本発明による方法の好適な実施形態を示すフローチャートである。 Is a flow chart illustrating a preferred embodiment of the method according to the present invention; FIG.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
10 センサ装置14 電流−電圧変換装置16 アナログ/デジタル変換器18 マイクロプロセッサ20 プログラム記憶装置 10 the sensor device 14 current - voltage converter 16 analog / digital converter 18 microprocessor 20 program storage device

Claims (14)

  1. 装置の作動方法であって、 A method of operating a device,
    a. a. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波を表す電磁信号を受け取るステップと、 And receiving electromagnetic signals reflected by human tissue, or was transmitted through human tissue that expresses at least two electromagnetic waves of a predetermined wavelength,
    b. 前記装置中のプロセッサが、取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換するステップと、 Processors in the device, and converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the taking accepted,
    c. 前記プロセッサが、前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間個に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定するステップと、 Wherein the processor is the first and second electrical signals to the frequency domain, when Mako and another transformed, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S determining a IRk),
    d. 前記プロセッサが、前記第1および第2のスペクトル値から、絶対値および前記第1および第2のスペクトル値の比に関係する位相からなる複素結合値(Ak、ratio k )を形成するステップと、 A step wherein the processor is to be formed from said first and second spectral values, the absolute value and the first and complex binding values consisting of phase related to the ratio of the second spectral values (Ak, ratio k),
    e. 前記プロセッサが、前記複素結合値の距離スペクトル(A k )の最大値範囲に基づいて、所定の判定基準に従って関連性のある結合値を選択するステップと、 A step wherein the processor is based on the maximum value range of the distance spectrum of the complex coupling value (A k), according to a predetermined criterion, selecting a combined value that is relevant,
    f. 前記プロセッサが、前記選択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して値を計算し、該計算された値が前記人間の組織の成分の濃度を表す、ステップと、 Said processor utilizes the one of the selected binding values and frequency-related spectral values to calculate the value, the calculated values representing the concentrations of the components of the human tissue, comprising the steps,
    を有する方法。 A method having the.
  2. 前記周波数領域に時間個に変換する前に、 前記プロセッサが、前記第1および第2の時間により変わる電気信号(Ri、IR i )を予備処理して前記第1および第2の信号から時間により変わるドリフト成分を除去する請求項 1に記載の方法。 Before converting time Mako in another manner in the frequency domain, wherein the processor is the first and second electrical signals vary with time (Ri, IR i) a pretreatment to the first and second signals method person according to claim 1 for removing drift components changes with time from.
  3. 前記間個変換は適切な時間窓関数を利用してフーリエ変換により行なわれる、請求項 1または2に記載の方法。 The time Mako another transformation is performed by a Fourier transform utilizing the appropriate time window function, method towards according to claim 1 or 2.
  4. 記成分の前記濃度はガス飽和、特に動脈血の酸素飽和である、請求項ないし3うちいずれか一項記載の方法。 The density before SL component is a gas saturation, particularly the arterial blood oxygen saturation, methods whichever one of claims 1 to 3.
  5. 前記プロセッサが、前記選択された結合値および前記周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して別ある値を決定し、前記決定された値が脈拍数を表す、請求項ないし4うちいずれか一項記載の方法。 Said processor utilizes the one of the selected binding value and the frequency-related spectral values to determine the value in another, the determined value representative of the pulse rate, of claims 1 to 4 among methods towards any one claim.
  6. 前記プロセッサが、前記選択した結合値および前記周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して別ある値を決定し、前記決定された値が潅流指数を表す、請求項ないし5うちいずれか一項記載の方法。 Said processor utilizes the one of the selected binding value and the frequency-related spectral values to determine the value in another, the determined value representative of the perfusion index of claims 1 to 5 Law towards any one claim.
  7. 前記複素結合値の前記関連性に対する前記所定の判定基準として、前記最大値範囲の幅、前記最大値範囲内の前記最大値の周波数、前記最大値範囲内の全ての結合値の重力周波数、量スペクトルのさらに他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、前記最大値範囲内の前記最大値について得られた飽和値、前記最大値範囲内の前記最大値から決定された潅流指数、および前記最大値範囲内の前記重力周波数から決定された脈拍数、の内少なくとも二つ使用される請求項1ないし6うちいずれか一項記載の方法。 As the predetermined criterion for the previous SL relevance of the complex coupling values, the maximum value range of the width, the frequency of the maximum value in the maximum value range, the gravity frequency of all binding values in the maximum value range further the position of the maximum value range for other maximum range, the maximum value saturation value obtained for in the maximum range, perfusion index determined from said maximum value in said maximum value range of the amount spectrum, and methods better as claimed in any one of the gravity frequency pulse rate determined from claims 1, at least two are used of 6 in said maximum value range.
  8. 上記1のステップからステップまで循環して繰り返され 、前記所定の判定基準は他に、前記最大値範囲内の前記最大値の前記周波数の、および/または前記潅流指数の、および/または先行サイクルの途中で決定された基準値からの前記飽和値の、偏差の内一つを含む、請求項7記載の方法。 Step b above 1 until step f is repeated circulating, the predetermined criterion in other, the frequency of the maximum value in the maximum value range and / or of the perfusion index and / or of the saturation value from the middle determined reference value of the preceding cycle, including the inner one of the deviation, methods who claim 7.
  9. 請求項記載ののステップからステップまで循環して繰り返され 、数サイクル中に得られた濃度を表す計算されたが前記プロセッサによってフィルタリングおよび/または平均にかけられる、請求項ないし8うちいずれか一項記載の方法。 Step b of claim 1, wherein up to step f is repeated by circulating the calculated values representing the concentrations obtained during several cycles is applied to the filtering and / or averaging by the processor, claims 1 method person as claimed in any one of 8.
  10. 装置の作動方法であって、 A method of operating a device,
    人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波を表す電磁信号を受け取るステップと、 And receiving electromagnetic signals reflected by human tissue, or was transmitted through human tissue that expresses at least two electromagnetic waves of a predetermined wavelength,
    前記装置中のプロセッサが、取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換するステップと、 Processors in the device, and converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the taking accepted,
    前記プロセッサが、前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間個に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定するステップと、 Wherein the processor is the first and second electrical signals to the frequency domain, when Mako and another transformed, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S determining a IRk),
    前記プロセッサが、所定の判定基準に従って関連性のある第1および第2のスペクトル値を選択するステップと、 Wherein the processor, selecting a first and second spectral values of relevance in accordance with predetermined criteria,
    前記プロセッサが、前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用して値を計算し、該計算された値が前記人間の組織の成分の濃度を表す、ステップと、 を有する方法。 Wherein said processor utilizes the first and second spectral values the selected compute a value, the calculated values representing the concentrations of the components of the human tissue, having the steps.
  11. 記成分の前記濃度はガス飽和、特に動脈血の酸素飽和である請求項10に記載の方法。 Method person according to claim 10, wherein the concentration before SL component is a gas saturation, particularly the arterial blood oxygen saturation.
  12. 前記成分の前記濃度を表す前記計算された値の他に、 前記プロセッサが、前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用してある第1の値およびある第2の値をも計算し該第1の値が脈拍数を表し、該第2の値が潅流指数を表す、上記10または11に記載の方法。 In addition to the calculated value representative of the concentration of the component, said processor, calculations a first value and a certain second value that is utilizing the first and second spectral values said selected and, the first value represents the pulse rate, the value of the second represents perfusion index method who described the 10 or 11.
  13. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定装置であって、 Reflected by human tissue or a component concentration determination apparatus for determining at least the concentration of the components from the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue,
    取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換する手段と、 Means for converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the taking accepted,
    前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間個に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定する手段と、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, when Mako and another transformed, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and means for,
    前記第1および第2のスペクトル値から、絶対値および前記第1および第2のスペクトル値の比に関係する位相からなる複素結合値(A k 、ratio k )を形成する手段と、 From said first and second spectral values, the absolute value and the first and second complex binding values consisting of phase related to the ratio of the spectral values (A k, ratio k) means for forming a
    生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値を選択する手段と、 By evaluating the complex combined value in accordance with predetermined criteria for physiological relevance, and means for selecting a combined value physiologically relevant,
    前記選択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して前記成分の濃度を計算する手段と、を備えた成分濃度決定装置。 Component concentration determination apparatus and means for calculating the concentration of the component using one of the selected binding values and frequency-related spectral values.
  14. 人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定装置であって、 Reflected by human tissue or a component concentration determination apparatus for determining at least the concentration of the components from the intensity of electromagnetic waves of at least two predetermined wavelengths transmitted through human tissue,
    取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の時間により変わる電気信号(R i 、IR i )に変換する手段と、 Means for converting the intensity of the electromagnetic signal at least one first and one second electric signal which varies with time (R i, IR i) the taking accepted,
    前記第1および第2の電気信号を周波数領域に、時間個に変換し、前記第1および第2の電気信号の第1および第2のスペクトル値(S Rk 、S IRk )を決定する手段と、 Said first and second electrical signals to the frequency domain, when Mako and another transformed, the first and second spectral values of the first and second electrical signals (S Rk, S IRk) determining and means for,
    生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前記第1および第2のスペクトル値を評価することにより、生理学的に関連性のある第1および第2のスペクトル値を選択する手段と、 By evaluating the first and second spectral values ​​according to a predetermined criteria for physiological relevance, and means for selecting the first and second spectral values ​​are physiologically relevant,
    前記選択された第1および第2のスペクトル値を利用して前記成分の前記濃度を計算する手段と、を備えた成分濃度決定装置。 Component concentration determination apparatus and means for calculating the concentration of the component by using the first and second spectral values ​​said selected.
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